JP2002325757A - マルチ・プレート型立体式ｃｔスキャナの間隙の補償方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 比較的廉価で複雑性の少ない相対的に小面積
の複数のＸ線形式検出器パネル（５０〜５８）を用い
て、大面積のＣＴ検出器を構成する。 【解決手段】 パネルは、ファン・ビーム（１６）を横
断して延在するように並べられる。また、取得時に発生
される共役射線が、共役対の他方の射線がパネル間の間
隙（７２）に配向している場合でも検出器パネルの範囲
に入射して収集される信号を発生する少なくとも一つの
射線を必ず含むように寸法が決定される。データが取得
された後に、各々の間隙（７２）に跨がって補間を行な
い（１２４）、次いで、間隙（７２）に跨がって補間さ
れたデータを収集された信号と組み合わせて（１２６、
１２８）、間隙に配向した射線の各々について逆投影デ
ータを生成する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の背景】本発明の分野はＣＴスキャナであり、さ
らに具体的には、ＣＴ撮像に必要なデータの高速収集を
容易にする立体式（volumetric）ＣＴスキャナである。

【０００２】様々な目的に用いられる多くの異なる形式
の医用イメージング・システムが開発されている。おそ
らくイメージング・システムの範疇の最も一般的な形式
として、患者の被撮像部分を横断して検出器パネルに向
かって放射線を照射するＸ線システムがある。例示的な
Ｘ線検出器パネルは、アモルファス・シリコン・アレイ
と結合されたＣｓＩシンチレータを含んでいる。患者の
被撮像領域（すなわち関心領域）に向かって放射線を照
射すると、関心領域が一部の放射線を遮断し、また一部
の放射線は領域を通過してパネルによって収集される。
所与の放射線の射線軌道に沿って領域を通過する放射線
の量は、軌道に沿った組織の種別に依存する。このよう
にして、腫瘍は肉質よりも多くの放射線を遮断し、骨は
腫瘍よりも多くの放射線を遮断し得る等が生ずる。従っ
て、Ｘ線システムを用いて患者を通る「投影」を収集す
ることができる。上述の検出器パネルを以後、ディジタ
ル検出器パネルと一般的に呼ぶ。

【０００３】もう一つのイメージング・システム形式は
一般的に、計算機式断層写真法（ＣＴ）システムと呼ば
れている。例示的なＣＴシステムは、撮像域の相対向す
る側に装着されている放射線点源と放射線検出器とを含
んでいる。点源は放射線を発生し、放射線はコリメート
されて、撮像域を全体的に横断する軌道に沿って配向し
た複数の放射線の射線を含むファン・ビームとなる。関
心領域は撮像域内に配置される。放射線源をオンにする
と、関心領域は一部の放射線を遮断し、また一部の放射
線は領域を通過して検出器によって収集される。Ｘ線シ
ステムの場合と同様に、所与の放射線の射線軌道に沿っ
て関心領域を通過する放射線の量は、軌道に沿った組織
の種別に依存する。

【０００４】ＣＴシステムでは、線源及び検出器は、領
域を通る放射線「投影」が関心領域を中心とした多数の
角度について収集され得るように関心領域の周りを回転
する。フィルタ補正逆投影法を用いて関心領域を通る立
体空間に対応する複数の投影を結合することにより、領
域空間の３次元断層画像が形成される。

【０００５】ＣＴイメージング・システムを構成する最
良の方式を決定する際には、システムの相対経費及び得
られる画像の画質を含めて幾つかの要因に配慮しなけれ
ばならない。

【０００６】図２には、撮像域２１の相対向する側に配
置されている例示的なＣＴ線源１４及び検出器１８が示
されている。線源１４はコリメートされて、複数の射線
（別個に番号付けしない）を有するビーム１６を形成す
る。典型的な人体の胴部２２の検査のためには、５０ｃ
ｍの視野（ＦＯＶ）が必要とされる。如何なるＣＴシス
テムでも、システムの幾何構成によって拡大率（線源対
検出器距離の線源対イソセンタ（ＩＳＯ）２４距離に対
する比として定義される）が生じ、ファン・ビームを横
断する検出器アレイ１８の寸法は関心領域位置でのＦＯ
Ｖよりも必然的に大きくなる。例示的なＣＴシステムで
は、拡大率は約１．７であり、図示のように最小の検出
器パネル幅は８５ｃｍとなる。

【０００７】ＣＴ検出器を構築する一つの方法は、図２
に示すように、照射線源１４を中心とする円弧を描くよ
うに多数のＣＴ検出器素子（別個に番号付けしない）を
構成するものである。例示的な検出器１８は、並進軸又
はＺ軸に対して垂直に並んだ素子を８行といった多数で
含んでいてよく、各々の行はファン・ビーム幅に沿って
（すなわち図２に示すような８５ｃｍの幅に沿って）数
百の素子を含んでいてよい。検出器素子自体に加えて、
各々の検出器素子には、素子が発生した信号を処理用の
ディジタル信号へ変化させるための取得サーキットリ
（回路要素）が設けられる。かかる素子は、隣接する素
子の間に間隙（ギャップ）が本質的に存在せず、従っ
て、診断に有用な画像を形成するために利用可能なデー
タを容易に収集し得るように構築され構成されることが
できて有利である。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】上述のようにして構築
されたＣＴ検出器に関する一つの問題点は、素子及び対
応する取得サーキットリの数のために全体的な構成が極
めて高価になることである。加えて、線源に対して素子
の位置を保持する構造は比較的複雑である場合が多い。

【０００９】膨大数の検出器素子及び対応する取得サー
キットリを必要とする検出器に関するこれらの問題点を
克服する一つの解決法は、単一シリコン・ウェーハ型の
上述のディジタル検出器に似た検出器を設けることであ
る。このようにすると、幅８５ｃｍを有する一つのディ
ジタル検出器を用いてすべての取得データを収集するこ
とができ、これにより、別個の素子及び取得回路による
経費が回避される。

【００１０】ディジタル検出器は極めて有用であるが、
残念なことに、かかる検出器を構築するのに必要とされ
るシリコン・ウェーハ又はパネルは、比較的小さい長さ
寸法及び幅寸法でしか大量生産されていない。ウェーハ
の寸法が検出器の寸法を決め、従ってＦＯＶを決める。
このように、幅８５ｃｍを有する大量生産のディジタル
検出器パネルは存在しない。かかるパネルのために大面
積のシリコン・ウェーハを製造することはできようが、
かかる大面積のウェーハの一貫した製造品質を達成し得
るか否かは疑わしく、またかかる試みに関連する経費は
極端に高い。

【００１１】一つの解決法は、ＦＯＶ全体よりも小さい
範囲にわたってデータを収集する検出器パネルを構成す
ると共に、関心領域を中心として１８０°を上回る角度
にわたって線源及びパネルを回転させることである。例
えば、完全ＦＯＶの２分の１よりも僅かに大きい幅寸法
を有する検出器パネルを構成することができる。かかる
パネルについては、アーティファクトのない画像を形成
するデータを収集するためには３６０°の回転が必要と
なる。

【００１２】２分の１ＦＯＶのパネルは完全ＦＯＶのパ
ネルよりも廉価であるが、やはり、かかるパネルは比較
的大きく、大量生産のシリコン・ウェーハを用いたので
は構成することができず、従って、依然として相対的に
高価である。

【００１３】

【課題を解決するための手段】本発明の例示的な実施形
態は、相対的に小面積の複数のディジタル検出器パネル
で構成された大面積のＣＴ検出器を含む装置を含んでい
る。パネルは、ファン・ビームを横断して延在するよう
に並設態様で、且つデータ取得時に発生される共役射線
が、共役対の他方の射線がパネル間の間隙に向かって配
向している場合でも検出器パネルの範囲に入射（subten
d）して収集される信号を発生する少なくとも一つの射
線を必ず含むように寸法決定され構成されている。

【００１４】本発明はまた、上述の検出器と共に用いら
れる方法を含んでいる。この方法は、データが取得され
た後に、各々の間隙に跨がって補間を行なって修正され
たデータ集合を形成し、次いで、間隙に跨がって補間さ
れたデータを含む修正されたデータ集合を、間隙に向か
って配向した射線と共役関係にある射線に対応する収集
された信号と組み合わせて、間隙に配向した射線の各々
について逆投影データを生成することを含んでいる。

【００１５】本発明のこれらの側面及び他の側面は、以
下の説明から明らかとなろう。以下の説明では、本書の
一部を成し発明の好適実施形態を示す図面を参照する。
かかる実施形態は、本発明の全範囲を必ずしも表わして
いる訳ではなく、このため、本発明の範囲を理解するた
めには本書の特許請求の範囲を参照する。

【００１６】

【発明の実施の形態】図１及び図２には、計算機式断層
写真（ＣＴ）イメージング・システム１０が、「第３世
代」ＣＴスキャナに典型的なガントリ１２を含むものと
して示されている。ガントリ１２はＸ線源１４を有し、
Ｘ線源１４は、Ｘ線ビーム１６をガントリ１２の対向す
る側に設けられている検出器アレイ１８に向かって投射
する。検出器アレイ１８は複数のＸ線パネル２０によっ
て形成されており、検出器パネル２０は一括で、物体又
は関心領域２２、例えば患者の領域を通過した投射Ｘ線
を検知する。Ｘ線投影データを取得するための１回の走
査の間に、ガントリ１２及びガントリ１２に装着されて
いる構成部品は、回転中心又はイソセンタ２４の周りを
回転する。

【００１７】ガントリ１２の回転及びＸ線源１４の動作
は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御され
ている。制御機構２６は、Ｘ線制御器２８とガントリ・
モータ制御器３０とを含んでおり、Ｘ線制御器２８はＸ
線源１４に電力信号及びタイミング信号を供給し、ガン
トリ・モータ制御器３０はガントリ１２の回転速度及び
位置を制御する。制御機構２６内に設けられているデー
タ取得システム（ＤＡＳ）３２が検出器パネル２０から
のアナログ・データをサンプリングして、各々のパネル
の面を横断して何処でＸ線が検出されたかを決定し、検
出位置をディジタルＣＴ信号へ変換して、このディジタ
ルＣＴ信号をＣＴ数として後続の処理のために大容量記
憶装置３８に記憶させる。データ取得中又はデータ取得
後のいずれかに、画像再構成器３４が、サンプリングさ
れてディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受
け取るか、或いは記憶装置３８からデータを検索して、
後に詳述する高速画像処理を実行し、１以上の画像を形
成する。これらの画像はコンピュータ３６へ供給され、
コンピュータ３６は後続の検査のために大容量記憶装置
３８に画像を記憶させる。

【００１８】コンピュータ３６はまた、キーボードを有
するコンソール４０を介して操作者から指令及び走査用
パラメータを受け取る。付設されている表示器４２によ
って、操作者は、画像及びコンピュータ３６からのその
他のデータを観測することができる。操作者が供給した
指令及びパラメータはコンピュータ３６によって用いら
れて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御器２８及びガントリ・モー
タ制御器３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、
コンピュータ３６は、モータ式テーブル４６を制御する
テーブル・モータ制御器４４を動作させて、患者２２を
ガントリ１２内でＺ軸１５に沿って配置する。このよう
にして、テーブル４６は患者２２の各部をガントリ開口
４８を通して軸１５に沿って移動させる。

【００１９】図２、図３及び図４には、本発明による例
示的な検出器アレイ１８が図示されている。検出器アレ
イ１８は、Ｘ線検出器又はディジタル検出器の形式の複
数のパネル５０、５２、５４、５６及び５８を含んでい
る。すべてのパネル５０〜５８は同じように構築されて
おり、従って、簡略化のため、ここでは中央のパネル５
４についてのみ若干詳細に説明する。ここで述べる以外
の点でのパネル５４のようなパネルの構築及び動作はＣ
Ｔ業界で周知であるので、本書では立ち入らない。

【００２０】一実施形態では、パネル５４は、アモルフ
ァス・シリコン・アレイ６２に結合されているＣｓＩシ
ンチレータ６０を含んでいると述べておけば十分であろ
う。結晶６０は、幅寸法Ｗ及び長さ寸法Ｌを有する本質
的に平坦な入射表面６４を画定している。Ｘ線が表面６
４に入射すると、結晶６０は「閃光を発生（シンチレー
ト）」して、アレイ６２によって検出される光を生成す
る。光を吸収すると、アレイ６２は信号を発生し、これ
らの信号を用いて吸収されたＸ線のエネルギを決定する
と共に、Ｘ線が入射した表面６４に沿った正確な位置を
決定することができる。パネル５４はまた、アレイ６２
に結合されており、検出されたＸ線に関連するエネルギ
及びＸ線入射点の両方を識別するアレイ６２からの信号
を受け取る取得サーキットリ（図示されていない）を含
んでいる。各々のＸ線のエネルギ及び入射点は、処理及
び記憶のためにコンピュータ３６へ供給される。このた
めに、コンピュータ３６は、データ処理及びシステム管
理用のプロセッサ３７を含んでいる。

【００２１】続けて図２、図３及び図４を参照すると、
パネル５０、５２、５４、５６及び５８は、各パネルの
幅寸法Ｗがファン・ビーム１６に沿って並ぶように並設
態様で配列されている。従って、各々のパネル（例えば
参照番号５４）及び対応するシリコン・アレイ（例えば
参照番号６２）を８５ｃｍのＦＯＶの全体にわたって延
在させたり、或いはＦＯＶの２分の１であれ延在させた
りしなければならないのではなく、各々の幅寸法ＷをＦ
ＯＶの小部分にわたって延在させるだけでよい。例え
ば、図３では、８５ｃｍのＦＯＶの要件及び図示のよう
な５つのパネルを想定すると、各々のパネルの幅寸法は
約１７ｃｍあればよい。さらに少数の又はさらに多数の
パネルを用いる他の実施形態では、呼応してパネルの幅
寸法Ｗを上方又は下方に調節する。所要の長さ寸法Ｌは
比較的小さい。このように、本発明の構成によれば、長
さＬ及び幅Ｗの各寸法は比較的小さく、従って、シリコ
ン・ウェーハ６２を用いた標準的な大量生産のディジタ
ル検出器パネルを用いて、８５ｃｍのＦＯＶ又はさらに
広いＦＯＶでも容易に収容することができる。

【００２２】図３及び図４に示す構成は前述のＦＯＶの
問題点を克服するが、パネル５４のような大量生産のデ
ィジタル検出器パネルは、パネル自体のＦＯＶを収容す
るようにのみ構成されており、隣接する他の類似のパネ
ルと共に相対的に大きいＦＯＶを収容するようには構成
されていない。この理由から、幾つかのパネル・ハード
ウェア（例えば、パネル密閉構成部品、取得サーキット
リ用の読み出し線等）が長さＬ及び幅Ｗの各寸法を超え
て横方向に延在している。この理由から、パネル５０、
５２、５４、５６及び５８が可能な限り近接して配置さ
れてアレイ１８を形成している場合でも、各々の２つの
隣接するパネルの間には有限の間隙が存在することにな
る。例えば、図３及び図４には、隣接するパネルの間の
間隙が参照番号７０、７２、７４及び７６によって示さ
れている。

【００２３】断層像再構成の観点からは、パネルの間に
間隙が存在すること、従って投影サンプルが収集されな
いことは極めて望ましくなく、得られる画像の診断有用
性を大幅に損なう画像アーティファクトを生じ易い。例
えば、図５には、検出器アレイを形成するように配列さ
れている多数のＣＴ検出器素子を含む従来のＣＴシステ
ムで形成された肋骨ファントムの画像が示されている。
図５の画像は間隙をシミュレートしないで形成されてい
るので、画像は比較的良質である。

【００２４】また、図６には、図５の画像を形成したも
のと同じ従来のＣＴシステムを用いて形成された肋骨フ
ァントム画像が示されているが、ここでは間隙シミュレ
ーションを行なった。間隙（例えば図３及び図４の参照
番号７０）をシミュレートするために、従来の検出器ア
レイにおいて、パネル方式システムの間隙の位置に対応
する幾つかの検出器素子の読み取り値をゼロに設定し
た。図６では、１００ｍｍずつ離隔した９ｍｍの間隙を
シミュレートした。シミュレートされた９ｍｍという間
隙寸法は、パネル方式検出器に生ずる可能性のある間隙
よりも遥かに大きいことに留意されたい。本発明のロバ
スト性を示し、また、本発明を用いないシステムに関連
する問題点を明瞭に例示するためにこの過大な間隙を選
択した。

【００２５】間隙は、間隙と間隙との間の間隔が放射線
源に関して対称に配列されるようにしてシミュレートさ
れた。例えば、アレイの中央の１００ｍｍ分を構成する
中央検出器を、中央のファン・ビーム射線が中央の検出
器の中心部の範囲に入射するように配列した。いずれの
方向でも中央検出器の中心部から逸れた位置では、中央
の検出器に関して対称に間隙を配列した。明らかに、図
６の画像は、幾つかの画像アーティファクト、具体的に
は丸い円を含んでおり、これらのアーティファクトはシ
ミュレートされた間隙からの直接の結果であり、得られ
る画像の診断有用性を最低限にまで損なう。

【００２６】ＣＴ業界では周知のように、３６０°の回
転にわたってデータを収集すると、取得されたデータは
潜在的に、関心領域を通る各々のビーム軌跡について、
第一の軌跡方向に沿った射線に対応する一つのサンプル
又は信号と、第一の方向と反対の第二の軌跡方向に沿っ
た射線に対応するもう一つのサンプル又は信号とから成
る二つのデータ・サンプル及び得られるデータ信号を含
む。反対に配向した射線を一般的には共役射線と呼ぶ。
従って、間隙に関連するアーティファクトの問題点を克
服する一つの解決法として、間隙のため収集されていな
いサンプル又は信号を、共役射線に対応する収集された
サンプル又は信号で補足することが考えられる。

【００２７】本発明者は、パネル方式アレイに関する一
つの問題点は、パネルが幾つかの方式で構成されている
場合に、共役射線対の第一の射線がデータ取得時に間隙
に向かって配向していると、共役射線対の第二の射線も
また間隙に向かって配向し、共役射線のいずれも取得時
に検出されなくなることを認識した。この理由から、か
かる構成を構築する場合には共役による補足は本質的に
不可能である。結局、共役対の両方の射線が間隙に向か
って配向するという結果を生ずる一群の構成には、図６
の画像を形成すべくシミュレートしたように、間隙が検
出器アレイの中心に関して対称に配列されているすべて
のパネル構成が含まれる。

【００２８】従って、本発明者が開発した一つの概念
は、共役射線の各々の対の少なくとも一方がパネルの入
射表面の範囲に入射して検出され、これにより、共役の
収集されていない信号の共役補足に用いることのできる
収集されたデータ信号を発生させるように検出器パネル
５０〜５８をずらす（オフセットさせる）ものである。
実際には、オフセットにより、二つの収集されていない
信号の代わりに、一つの収集されたデータ信号と一つの
収集されていない信号とを含む「不完全共役サンプル
対」が得られる。

【００２９】この目的に沿って図４を続けて参照して述
べると、幅寸法Ｗに沿った中点９０がパネル５４を二分
しており、射線１００がイソセンタ点２４を通過する中
央ビーム射線となっている。図示のように、パネル５４
は、射線１００に対してオフセット距離９２だけ右方に
シフトされている。様々な異なる距離９２の任意のもの
を選択してよいが、一つの制限は、このシフトは、第一
の射線が間隙の範囲に入射するときにはこの第一の射線
の共役射線は間隙の範囲に入射せず、不完全共役サンプ
ル対が得られるように間隙（例えば参照番号７０及び７
２）を配置させるものでなければならないということで
ある。

【００３０】加えて、図ではやや分かりにくいが、横方
向に設けられたパネル５０、５２、５６及び５８の各々
の相対位置もまた、二つの方法で修正されている。第一
に、これらのパネルの各々は、中央のパネルのシフト９
２に合わせて右方にシフトされていると共に、小さい間
隙７０及び７２を保持している。第二に、各パネルを線
源１４から本質的に等距離に保持するために、横方向に
設けられた各々のパネルの角度は、アレイ１８が線源１
４を中心とする円弧を形成するように僅かに変更されて
いる。

【００３１】パネル５０〜５８の各々が同一の幅Ｗを有
するものとして図示されているが、幾つかの実施形態で
は、各パネルが異なる幅を有し得ることが思量されてい
る。例えば、アレイ１８は距離９２だけ右方に全体的に
シフトされているので、中央射線１００の右側のアレイ
１８の全体寸法は、中央射線１００の左側のアレイ１８
の全体寸法よりも大きくなる。シフトがあっても射線１
００の両側の全体寸法の間の対称性を保持するために、
射線１００の左側の１以上のパネル（例えば参照番号５
０又は５２）が、射線１００の右側の１以上のパネル
（例えば参照番号５６又は５８）よりも大きい幅寸法Ｗ
を有していてもよい。

【００３２】加えて、各々の共役射線対の少なくとも一
方が、間隙内に入射せずにパネルの入射表面６４の範囲
に確実に入射するようにパネル幅Ｗを選択してもよい。
このように、上述のように中央パネルをシフトさせ、ま
た対応する横方向パネルを配置し直しても、各々の共役
射線対について少なくとも一つの収集された信号を発生
するパネル構成が得られない可能性もあるので、各々の
間隙の配置を他の各々の間隙の配置と組み合わせて考慮
して、所望の結果（すなわち、各々の共役対について少
なくとも一つの収集されたサンプル）を確実に得るよう
にしなければならないことが判明した。従って、パネル
５０〜５８の幅が、任意の共役対の両方の射線が間隙の
範囲に入射するように寸法決定されているならば、１以
上のパネル幅Ｗをアレイ設計段階時に変更してこの問題
点を回避することができる。

【００３３】本質的に、設計方法論は、取得データが共
役サンプル対及び不完全対を含み（すなわち少なくとも
一つの収集された信号を含む）、信号が全く収集されな
いような共役対が存在しないように、間隙位置の軌跡が
互いに入れ違いになっている（インタリーブしている）
ようなパネル寸法を選択してパネルを構成することを必
要とする。

【００３４】続けて図４を参照すると、すべてのパネル
５０〜５８を本質的に密封する放射線透過性密閉カバー
１８０が示されている。参照番号１８０に示したような
カバーは、シリコン系検出器パネルに必要とされる。す
べてのパネルに対して単一の密閉カバー１８０を設ける
ことにより、パネル間の間隙を最小限にすることができ
る。代替的には、各々のパネル５０〜５８を別個に密閉
してもよい（図４の参照番号１８２を参照）。この密閉
方法を選択すると間隙の寸法は大きくなるが、検出器ア
レイ１８全体に影響を与えずに別個のパネルを保守する
ことのできるさらに実用的なシステムが得られる。

【００３５】本発明のもう一つの観点は、本発明のアレ
イ構成を用いて収集される信号を処理して高品質で且つ
診断に有用な画像を形成する方法である。この目的のた
めに、一実施形態のデータ処理工程は、補間法、加重
法、及びこの後に公知のフィルタ補正逆投影法を含む。

【００３６】第一に、間隙のため収集されない信号が生
ずる場合には、間隙に隣接する射線に対応するデータ又
は信号を間隙に跨がって補間する。この目的のために、
間隙に隣接する射線を近接射線と呼び、パネルの端辺の
範囲に入射する射線によって発生される信号を近接信号
と呼ぶものとする。投影内の高周波数情報内容を保存す
るために、一実施形態では、ラグランジュ補間器のよう
な高次補間方式を用いる。補間を実行する対象の領域は
設計者の選択事項である。

【００３７】補間が必要とされる理由は、補間を行なわ
ないと、間隙に対応する投影サンプルに割り当てる加重
をゼロにせざるを得ず、加重過程及び最終的な画像の品
質に悪影響を及ぼし得るからである。明確に述べると、
間隙にゼロの寄与を割り当てると、各々の間隙のいずれ
かの側の加重されるべき移行領域がかなり増大し、これ
により、最終的な画像の雑音が増大する。補間過程の結
果として、パネルの範囲に入射する射線に対応する収集
された信号と、間隙に対応する補間された信号とを含む
修正されたデータ集合が得られる。

【００３８】補間の後に、得られた補間された信号及び
「共役の収集された信号」（すなわち、補間された信号
が、共役対の第一の射線である特定の射線軌跡に関連し
ている場合に、当該共役対の第二の射線に対応する信号
である共役の収集された信号）は加重され、これによ
り、フィルタ補正及び逆投影目的のためのデータが生成
される。アーティファクトのない再構成を確実に行なう
ために、一実施形態では、加重関数は、次の二つの条件
を満たすものとする。第一に、加重関数は、間隙に跨が
る有限の寸法の範囲内で（すなわちファン角度γに沿っ
て）連続で且つ微分可能でなければならない。第二に、
共役サンプル又は共役信号についての各加重を加算する
と１単位にならなければならない。

【００３９】図７には、加重法のための移行領域及びウ
ィンドウ関数Γを定義する目的で例示的な間隙７２の幾
何形状の理解に有用なように拡大した図として二つのパ
ネル５４及び５６が図示されている。図７では、第ｎの
間隙７２の中心をファン角度γ_nによって識別してお
り、この中心の周囲の移行領域１６０は、間隙７２の両
辺を通り越して両方向に延在し、隣接する検出器パネル
５４及び５６に部分的に進入している。移行領域１６０
は、−γ_aとγ_aとの間の区域である。移行領域１６０内
部の副領域が、隣接するパネル５４とパネル５６との間
の間隔を画定しており、−γ_bとγ_bとの間に位置してい
る。γ_a及びγ_bは、各々の間隙についての加重領域を画
定している。移行領域１６０及び副領域１７０をそれぞ
れこのように定義すると、有用なウィンドウ関数Γを下
記のように定義することができる。

【００４０】Γ（γ）＝３θ²（γ）−２θ³（γ）

【００４１】

【数７】

【００４２】ウィンドウをこのように定義すると、一実
施形態では、加重関数を次の方程式によって記述するこ
とができる。

【００４３】

【数８】

【００４４】ここで、Ｎは検出器アレイに存在する間隙
の数であり、γ_nは間隙の中心であり、ξは補間された
投影サンプルの最終的な画像への寄与量を制御するパラ
メータであり、ｚは軸２４に沿った検出の位置であり、
βは中央ファン・ビーム１００によって画定される角度
である。

【００４５】再び図７を参照すると、パネル（例えば参
照番号５４及び５６）の配置の背後にある一般的な概念
は、各々の共役射線対の少なくとも一方が、間隙を通過
することとは対照的に検出器の範囲に入射することを確
実にするものであるが、移行領域は間隙の幅よりも広い
ので、本発明の少なくとも一つの実施形態では、各々の
共役射線対の少なくとも一方の射線が非移行領域の検出
器部分の範囲に入射するようにパネルを配置し構成する
ことを理解されたい。このように、例えば図７ではパネ
ル５４の右端は間隙７２に対応する移行領域の範囲内に
ある。同様に、パネル５４の左端は間隙７０に対応する
移行領域の範囲内にある。いずれの移行領域にも属さな
いパネル端間の間隔１４０は、非移行領域の検出器又は
パネル部分を構成している。同様に、他の各々のパネル
の端部は、隣接する間隙に対応する移行領域の範囲内に
あり、これらの部分の間のパネル部分は非移行部分にあ
る。本実施形態によれば、パネルは、共役射線対の一方
が間隙の一つに向かって配向している場合には、当該対
の他方の射線は非移行領域のパネル部分（例えば参照番
号１４０）の範囲に入射するように構成されていなけれ
ばならない。

【００４６】実験結果によれば、上述の教示に従って構
成されたパネルを用いることにより、アーティファクト
減少に大きな改善が観測されることが判明した。現実的
な間隙寸法（例えば１ｍｍ）をシミュレートした場合に
は、アーティファクトは本質的に全く観測されなかっ
た。９ｍｍの間隙をシミュレートした場合に得られる画
像は、図５に示したものと本質的に同様である。

【００４７】ここで図８を参照すると、本発明による例
示的な方法が示されている。処理ブロック１２０で開始
して、横方向に連ねられた隣接するＸ線パネルを含む検
出器アレイを設けており、ここで、パネルは、データ取
得時に検出される各々の共役射線対の少なくとも一方の
射線が移行領域の外部に位置する検出器パネルの部分の
範囲に入射するように各々の二つの隣接するパネルの間
の間隙を配置するような構成及び寸法で設けられてい
る。次に、図１を併せて参照すると、関心領域（すなわ
ち検出されるべき患者の領域）をガントリ１２の内部で
線源１４と検出器１８との間に配置した状態で、線源１
４をオンにして、検出器１８がデータの収集を開始し、
線源１４及び検出器１８がガントリ１２の周りで回転し
て関心領域の周りに２π回転（すなわち３６０°）分の
データを収集するようにする。

【００４８】２πの回転についてデータが収集された後
に、図２を併せて参照すると、コンピュータ３６内のプ
ロセッサが間隙（例えば参照番号７０）の各々に跨がる
補間を行なう。続けて、ブロック１２６において、プロ
セッサ２７は、上の式（１）及び式（２）によって記述
された加重関数を適用して、間隙に配向した射線の各々
についての推定された信号を発生する。ブロック１２８
において、プロセッサは、加重後のデータをフィルタ補
正及び逆投影して画像を形成し、表示器４２を介してこ
の画像を観察することができる。

【００４９】以上に述べた方法及び装置は例示的なもの
であるに過ぎず、本発明の範囲を限定するものではない
こと、また当業者であれば本発明の範囲に含まれる様々
な改変を施し得ることを理解されたい。例えば、上述の
実施形態は、補間及び加重を含むデータ処理を教示して
いるが、パネル間の間隙が極く小さい場合には、加重過
程を必要とせずに補間のみで診断品質の画像を形成し得
ることが判明している。また、このことに関して、補間
のみが必要とされ加重は必要とされない程度に間隙が小
さい場合には、加重目的のための共役射線は必要でない
ので、π＋２γ°の間にデータを収集するだけでよい。
例えば、間隙が１ｍｍである場合には、補間されたデー
タに加重を施さないでも得られる画像は比較的高品質の
ものとなった。

【００５０】加えて、上には示さなかったが、当技術分
野では、パネル５４のようなＸ線検出器は何らかの態様
で密閉されなければならないことが公知である。本発明
は、アレイ１８内の各々のパネルが別個に密閉されてい
る構成、又はすべてのパネルが単一の密閉部材内に密閉
されているその他の構成を思量している。

【００５１】さらに、アレイ１８は平坦なものとして図
示されているが、システムによっては平坦なアレイを含
むものもある。本発明の概念を平坦なアレイ構成にも適
用することができるのは明らかである。

【００５２】加えて、図７には移行領域及び副領域の一
つの分割法を図示しているが、副領域がさらに大きい若
しくは小さい、又は移行領域がさらに大きい若しくは小
さいといった他の分割法も思量される。

【００５３】さらに、本発明と共に任意の補間関数又は
加重関数を用いることができる。

【００５４】本発明の範囲を公衆に周知するために、特
許請求の範囲を掲げる。

【図面の簡単な説明】

【図１】ＣＴイメージング・システムの遠近図である。

【図２】図１に示すシステムのブロック概略図である。

【図３】パネル方式検出器アレイを示す概略図である。

【図４】図３のアレイの上面遠近図である。

【図５】例示的な肋骨ファントム画像の図である。

【図６】図５の画像と同様の例示的な肋骨ファントム画
像であるが、本発明の少なくとも一つの実施形態の利点
を適用していない場合の図である。

【図７】図４と同様の図であるが、図４に示すアレイの
比較的小さい部分を示す図である。

【図８】本発明の一実施形態による方法を示す流れ図で
ある。

【符号の説明】

１０ ＣＴシステム １２ ガントリ １４ Ｘ線源 １５ Ｚ軸 １６ Ｘ線ビーム １８ 検出器アレイ ２０ 検出器パネル ２１ 撮像域 ２２ 関心領域 ２４ イソセンタ ４２ 表示器 ４６ モータ式テーブル ４８ ガントリ開口 ５０、５２、５４、５６、５８ パネル ６０ ＣｓＩシンチレータ ６２ アモルファス・シリコン・アレイ ６４ パネル表面 ７０、７２、７４、７６ パネル間間隙 ９０ パネルの中点 ９２ オフセット距離 １００ 中央ビーム射線 １４０ 移行領域に属さない間隔 １６０ 移行領域 １７０ 副領域 １８０ 放射線透過性密閉カバー １８２ パネル別密閉カバー

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 シェリク・ブルケス アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、サセ ックス、サウス・リッジビュー・サーク ル、エヌ74・ダブリュー23201番 (72)発明者 チアン・シェー アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ブル ックフィールド、ウエスト・ケズウィッ ク・コート、19970番 (72)発明者 ジョン・マイケル・サボル アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、サセ ックス、カーディナル・コート、エヌ54・ ダブリュー24838番 Ｆターム(参考） 4C093 AA22 CA32 EB12 EB13 EB18 EB19 FD07 FD08 FD12

Claims (19)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 幅及び厚みを有する放射線ファン・ビー
   ム（１６）を発生する放射線源（１４）と共に用いら
   れ、ビーム射線の強度信号を収集する計算機式断層写真
   法（ＣＴ）検出器装置であって、 パネル幅（Ｗ）及びパネル長（Ｌ）を各々有し、パネル
   ・アレイ（１８）を形成するように並設構成で並置され
   ている少なくとも第一及び第二のディジタル検出器パネ
   ル（５０、５２）であって、各々のパネル長は本質的に
   全検出域の厚みにわたって延在しており、合計パネル幅
   は本質的に全検出域の幅にわたって延在している、少な
   くとも第一及び第二のディジタル検出器パネル（５０、
   ５２）を備えた計算機式断層写真法検出器装置。
2. 【請求項２】 前記ファン・ビーム（１６）は、ファン
   ・ビーム投影角度（β）を画定する中央射線（１００）
   と該中央射線（１００）の両側にファン角度（γ）を画
   定する複数の横射線とを含んでおり、取得時に、前記線
   源及びアレイ（１８）の各々が複数の投影角度から信号
   を収集するように撮像域（２２）の周囲を回転し、各々
   の投影角度及びファン角度は前記撮像域（２２）を通る
   射線軌道を画定しており、取得時に、第一及び第二の反
   対に配向した射線を含む共役対が各々の軌道に沿って配
   向しており、前記第一及び第二のパネル（５０、５２）
   は該パネルの間に間隙（７４）を形成しており、移行領
   域（１７０）が少なくとも前記間隙の面積を含んでお
   り、少なくとも幾つかの射線が前記移行領域（１７０）
   に向かって配向しており、前記パネル（５０、５２）
   は、各々の共役対について、前記第一の射線が前記移行
   領域（１７０）に向かって配向している場合には前記第
   二の射線が非移行領域パネル部分（１４０）の範囲に入
   射して、前記軌道について得られる信号が不完全共役信
   号対を構成するように配列されている請求項１に記載の
   装置。
3. 【請求項３】 前記第一及び第二のパネル（５０、５
   ２）に隣接して配列されている追加のパネル（５４、５
   ６、５８）をさらに含んでおり、各々の二つの隣接する
   パネル（５２、５４）は該パネルの間に、各々の間隙
   （７０）に対応する別個の移行領域（１７０）が当該間
   隙（７０）を含むように間隙（７０）を形成しており、
   取得時に、少なくとも幾つかの前記射線が各々の移行領
   域に配向しており、前記パネルは、各々の共役対につい
   て、前記第一の射線が移行領域（１７０）に配向してい
   る場合には前記第二の射線が非移行領域パネル部分（１
   ４０）の範囲に入射して、前記軌道について得られる信
   号が不完全共役信号対を構成するように配列されている
   請求項２に記載の装置。
4. 【請求項４】 前記パネル（５４）の一つは中央パネル
   であり、前記中央射線（１００）は前記中央パネル（５
   ４）の範囲に入射し、前記中央パネル（５４）は前記パ
   ネル幅（ｗ）を二分する中点（９０）を含んでおり、前
   記中央射線（１００）は前記中点からオフセット（９
   ２）している請求項３に記載の装置。
5. 【請求項５】 前記パネル（５０〜５８）は前記線源
   （１４）を中心とする円弧を形成するように配列されて
   いる請求項４に記載の装置。
6. 【請求項６】 間隙（７２）に近接した射線は、近接信
   号を発生する近接射線であり、前記装置は、補間された
   信号及び収集された信号を含む修正されたデータ集合を
   形成するように前記間隙（７２）に跨がって前記近接信
   号を補間する（１２４）プロセッサ（３７）をさらに含
   んでいる請求項３に記載の装置。
7. 【請求項７】 前記第二の射線に対応する前記信号は収
   集された信号であり、前記装置は、各々の不完全対につ
   いて、少なくとも前記収集された信号及び前記第一の射
   線に対応する補間された信号の関数である前記第一の射
   線についての推定された信号を発生する（１２６）プロ
   セッサ（３７）をさらに含んでいる請求項６に記載の装
   置。
8. 【請求項８】 補間（１２４）の後に、前記プロセッサ
   （３７）は、前記推定された信号を発生するように前記
   補間された信号及び前記収集された信号に加重する（１
   ２６）請求項７に記載の装置。
9. 【請求項９】 前記プロセッサ（３７）は、下記の式 【数１】 を解くことにより前記修正されたデータ集合及び収集さ
   れた信号に加重し（１２６）、ここで、Ｎは前記検出器
   アレイに存在する間隙の数であり、γ_nは間隙の中心で
   あり、ξは前記補間された信号の最終的な画像への寄与
   量を制御するパラメータであり、ｚはシステム並進軸に
   沿った検出の位置であり、βは前記中央ファン・ビーム
   により画定される角度であり、Γは下記の式Γ（γ）＝
   ３θ²（γ）−２θ³（γ）により定義されるウィンドウ
   関数であり、ここで、 【数２】 であり、ここで、γ_a及びγ_bは各々の間隙（７２）につ
   いての加重領域を画定している請求項８に記載の装置。
10. 【請求項１０】 各々のパネル（５０）がアモルファス
    ・シリコン・パネル（６０）を含んでいる請求項１に記
    載の装置。
11. 【請求項１１】 前記アレイ（１８）全体を包囲する放
    射線透過性密閉カバー（１８０）が設けられている請求
    項１に記載の装置。
12. 【請求項１２】 前記検出器パネル（５０〜５８）の各
    々に別個の放射線透過性密閉カバー（１８０、１８２）
    が設けられている請求項１に記載の装置。
13. 【請求項１３】 幅及び厚みを有し、ファン・ビーム投
    影角度（β）を画定する中央射線（１００）と該中央射
    線の両側にファン角度（γ）を画定する複数の横射線と
    を含んでいる放射線ファン・ビーム（１６）を発生する
    放射線源（１６）と、パネル幅（Ｗ）及びパネル長
    （Ｌ）を各々有し、各々の二つの隣接するパネルの間に
    間隙（７０、７２）を有するパネル・アレイ（１８）を
    形成するように並設構成で並置されている少なくとも第
    一及び第二のディジタル検出器パネル（５０、５２）を
    含む検出器アレイ（１８）とを含んでいるシステムと共
    に用いられる方法（図８）であって、各々のパネル長は
    本質的に全検出域の厚みにわたって延在しており、合計
    パネル幅は本質的に全検出域の幅にわたって延在してお
    り、データ取得時に、前記線源及びアレイ（１８）の各
    々が複数の投影角度から射線強度信号を収集するように
    撮像域（２２）の周囲を回転し、各々の投影角度（β）
    及びファン角度（γ）は前記撮像域（２２）を通る射線
    軌道を画定しており、データ取得時に、第一及び第二の
    反対に配向した射線を含む共役射線対が各々の射線軌道
    に沿って配向しており、各々の二つの隣接するパネル
    （５４、５６）は該パネルの間に、データ取得時に前記
    線源と当該間隙（７２）の各々との間の射線軌道につい
    てデータが収集されないような間隙（７２）を形成して
    おり、 各々の射線軌道について、前記第一の射線が間隙（７
    ２）に向かって配向している場合には前記第二の射線が
    パネル（５４、５６）の範囲に入射して、前記軌道につ
    いて得られる信号が収集された信号を含む不完全共役信
    号対を構成するように前記パネル（５４、５６）を配列
    する工程（１２０）と、 データ取得の後に、各々の不完全対について、前記第二
    の射線についての推定された信号を発生するように前記
    収集された信号を用いる工程（１２４、１２６）とを備
    えた方法。
14. 【請求項１４】 各々の不完全対について、各々の第一
    の射線は収集されていない信号に対応しており、前記間
    隙（７２）に近接する射線は近接射線であって近接信号
    を発生し、前記方法は、前記間隙（７２）に向かって配
    向した各々の射線についての補間された信号と収集され
    た信号とを含む修正されたデータ集合を形成するように
    前記間隙（７２）に跨がって前記近接信号を補間する工
    程（１２２）をさらに含んでいる請求項１３に記載の方
    法。
15. 【請求項１５】 前記用いる工程は、前記推定された信
    号を発生するように前記補間された信号及び前記収集さ
    れた信号に加重する工程（１２４）を含んでいる請求項
    １４に記載の方法。
16. 【請求項１６】 前記加重する工程（１２４）は、下記
    の式 【数３】 を解く（１２４）ことにより加重する工程を含んでお
    り、ここで、Ｎは前記検出器アレイに存在する間隙の数
    であり、γ_nは間隙の中心であり、ξは前記補間された
    信号の最終的な画像への寄与量を制御するパラメータで
    あり、ｚはシステム並進軸に沿った検出の位置であり、
    βは前記中央ファン・ビームにより画定される角度であ
    り、Γは下記の式 Γ（γ）＝３θ²（γ）−２θ³（γ） により定義されるウィンドウ関数であり、ここで、 【数４】 であり、ここで、γ_a及びγ_bは各々の間隙（７２）につ
    いての加重領域を画定している請求項１５に記載の方
    法。
17. 【請求項１７】 支持部（１２）と、 回転軸（２４）及び撮像域（２２）の周囲を回転するよ
    うに前記支持部（１０）に装着されており、幅及び厚み
    を有し、ファン・ビーム投影角度（β）を画定する中央
    射線（１００）と該中央射線（１００）の両側にファン
    角度（γ）を画定する複数の横射線とを含んでいる放射
    線ファン・ビーム（１６）を発生する放射線源（１４）
    と、 パネル幅（Ｗ）及びパネル長（Ｌ）を各々有し、前記軸
    （２４）の周囲を回転するように前記線源（１４）に対
    向して前記支持部（１２）に装着されているパネル・ア
    レイ（１８）を形成するように並設構成で並置されてい
    る少なくとも第一及び第二の検出器パネル（５４、５
    ６）であって、各々のパネル長は本質的に全検出域の厚
    みにわたって延在しており、合計パネル幅は本質的に全
    検出域の幅にわたって延在しており、取得時に、前記線
    源及びアレイ（１８）の各々が複数の投影角度（β）か
    ら信号を収集するように前記撮像域（２２）の周囲を回
    転し、各々の投影角度（β）及びファン角度（γ）は前
    記撮像域（２２）を通る射線軌道を画定しており、デー
    タ取得時に、反対に配向した第一及び第二の射線を含む
    共役射線対が各々の射線軌道に沿って配向しており、隣
    接するパネルは該パネルの間に、取得時に前記線源と当
    該間隙（７２）の各々との間の射線軌道について信号が
    収集されないような間隙（７２）を形成しており、当該
    パネル（５４、５６）は、各々の射線軌道について、前
    記第一の射線が間隙（７２）の範囲に入射している場合
    には前記第二の射線がパネル（５４、５６）の範囲に入
    射して、前記軌道について得られる信号が不完全共役信
    号対を構成するように配列されており、各々の不完全対
    について、パネルの範囲に入射した前記射線に対応する
    前記信号が収集された信号となる、少なくとも第一及び
    第二の検出器パネル（５４、５６）と、 前記信号を受け取って、各々の不完全対について、少な
    くとも前記収集された信号の関数として前記第二の射線
    についての推定された信号を発生する（１２４、１２
    ６）プロセッサ（３７）とを備えた計算機式断層写真法
    （ＣＴ）システム（１０）。
18. 【請求項１８】 各々の不完全対について、前記第一の
    射線は収集されていない信号に対応しており、前記間隙
    （７２）に近接する射線は近接信号を発生する近接射線
    であり、前記プロセッサ（３７）は、修正されたデータ
    集合を形成するように前記間隙（７２）に跨がって前記
    近接信号を補間し（１２４）、次いで、前記推定された
    信号を発生するように前記修正されたデータ集合に加重
    する（１２６）ことにより前記推定された信号を発生す
    る請求項１７に記載のＣＴシステム。
19. 【請求項１９】 前記プロセッサ（３７）は、下記の式 【数５】 に従って前記修正されたデータ集合に加重し（１２
    ６）、ここで、Ｎは前記検出器アレイに存在する間隙の
    数であり、γ_nは間隙の中心であり、ξは前記補間され
    た信号の最終的な画像への寄与量を制御するパラメータ
    であり、ｚはシステム並進軸に沿った検出の位置であ
    り、βは前記中央ファン・ビームにより画定される角度
    であり、Γは下記の式 Γ（γ）＝３θ²（γ）−２θ³（γ） により定義されるウィンドウ関数であり、ここで、 【数６】 であり、ここで、γ_a及びγ_bは各々の間隙（７２）につ
    いての加重領域を画定している請求項１８に記載のＣＴ
    システム。